DE4031424C2 - - Google Patents
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Description
Die Erfindung betrifft eine Strahlungsdetektorvorrichtung nach dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1, wie sie z. B. aus Nuclear Instr. and Metho in Phys. Res. 226 (1984), S. 156-162 bekannt ist.The invention relates to a radiation detector device according to the preamble of claim 1, as they e.g. B. from Nuclear Instr. and Metho in Phys. Res. 226 (1984), pp. 156-162.
Bei einem Röntgenstrahl-CT-Scanner wird ein fächerförmiger Röntgenstrahl, der von einer Röntgenröhre ausgestrahlt und durch einen Kollimator geformt wird, durch ein Objekt gelei tet, das in einem Belichtungsbereich angeordnet ist, und er wird von einer Mehrzahl von Röntgendetektoren detektiert, die so angeordnet sind, daß sie der Röntgenröhre gegenüberstehen.An X-ray CT scanner becomes a fan-shaped one X-ray beam emitted from an X-ray tube and is formed by a collimator, by an object tet, which is arranged in an exposure area, and he is detected by a plurality of X-ray detectors that are arranged so that they face the X-ray tube.
Die Ausgangsströme der verschiedenen Detektoren werden als Ladungsinformation während einer kurzen Meßperiode inte griert. Die Messung wird wiederholt, während die Orte der Röntgenröhre und des Detektorarrays um das Objekt um jeweils kleine Winkel gedreht werden. Paralleldaten der jeweiligen Messungen sind Projektionsdaten von Scheiben des Objekts un ter dem jeweiligen Winkel. Eine Mehrzahl von Projektionsdaten wird aufeinanderfolgend erhalten. Derartige Paralleldaten werden durch das Datenerfassungssystem für jede Messung ge sammelt, und die gesammelten Daten werden aufeinanderfolgend durch einen A/D-Wandler digitalisiert, durch einen Computer analysiert und in ein Bild rückgewandelt, um ein Röntgen strahltomogramm des Objektes zu erzeugen.The output currents of the various detectors are called Charge information during a short measurement period inte freezes. The measurement is repeated while the locations of the X-ray tube and the detector array around the object around each small angles can be rotated. Parallel data of the respective Measurements are projection data from slices of the object and ter the respective angle. A plurality of projection data is obtained in succession. Such parallel data are ge for each measurement by the data acquisition system collects, and the collected data becomes sequential digitized by an A / D converter, by a computer analyzed and converted back into an image by an x-ray generate a beam tomogram of the object.
JP-A-61-2 63 441 zeigt ein bekanntes Datenerfassungssystem. Bei diesem System wird, wie in Fig. 9 dargestellt, das Stromaus gangssignal von einem Röntgendetektor (Xe-Kammer) ohne Ver lust genutzt, so daß das Stromausgangssignal vom Röntgen detektor als Ladung während einer Meßperiode integriert wird, die dann in eine Spannung gewandelt wird.JP-A-61-2 63 441 shows a known data acquisition system. In this system, as shown in Fig. 9, the current output signal from an X-ray detector (Xe chamber) is used without loss, so that the current output signal from the X-ray detector is integrated as a charge during a measurement period, which is then converted into a voltage .
In Fig. 9 besteht ein Integrator 7-i aus Schaltern S1i, S2i und S3i und einem Integrationskondensator Csi. Es sind so viele Integratoren vorhanden, wie es der Zahl von Röntgen detektoren entspricht. Ein Ladungs/Spannungs-Konverter 8 be steht aus einem Operationsverstärker OP1, Schaltern SW4 und SW7, einem Haltekondensator CH und einer Offsetkompensations schaltung 9. Im Ladungs/Spannungs-Konverter werden die Schal ter S1i und S3i geöffnet und der Schalter S2i wird geschlos sen, um das Stromausgangssignal des Detektors im Integra tionskondensator Csi während der Meßperiode zu integrieren. Dann wird der Schalter S1i geschlossen und der Schalter S2i geöffnet. Anschließend werden die Schalter S3i der jeweiligen lntegrationsschaltungen aufeinander geschlossen und geöffnet, um die Ladungen des Integrationskondensators Csi zum Halte kondensator CH zu übertragen, um die Ladung in eine Spannung zu wandeln.In Fig. 9, an integrator 7- i consists of switches S 1 i, S 2 i and S 3 i and an integration capacitor Csi. There are as many integrators as the number of X-ray detectors. A charge / voltage converter 8 consists of an operational amplifier OP 1 , switches SW 4 and SW 7 , a holding capacitor C H and an offset compensation circuit 9 . In the charge / voltage converter, the switches S 1 i and S 3 i are opened and the switch S 2 i is closed to integrate the current output signal of the detector in the integration capacitor Csi during the measurement period. Then the switch S 1 i is closed and the switch S 2 i is opened. The switches S 3 i of the respective integration circuits are then closed and opened to one another in order to transfer the charges of the integration capacitor Csi to the holding capacitor C H in order to convert the charge into a voltage.
Beim Stand der Technik gilt gemäß der folgenden Gleichung (1), daß dann, wenn das Stromausgangssignal von einem Röntgen detektor Ii und eine Meßperiode t ist, die im Integrations kondensator Csi erzeugte Ausgangsspannung V einen Maximal wert Vmax annimmt, wenn Ii maximal ist:In the prior art applies according to the following equation (1) that when the current output signal from an X-ray detector is I i and a measuring period t, the output voltage V generated in the integration capacitor Csi assumes a maximum value V max when I i maximum is:
Vmax = (Ii · t)/C (1)V max = (I i · t) / C (1)
wobei C die Kapazität des Integrationskondensators Csi ist. where C is the capacitance of the integration capacitor Csi.
Wenn die Arbeitsgeschwindigkeit des Röntgenstrahl-CT-Scanners zunimmt, verkürzt sich die Meßperiode t und die Spannung Vmax wird kleiner. Da Vmax die Genauigkeit der Daten beeinflußt, sollte die Maximalamplitude beibehalten werden. Zu diesem Zweck muß entweder der Maximalwert Iimax des Stromausgangs signals Ii des Röntgendetektors erhöht werden, oder die Kapa zität C des Integrationskondensators Csi muß erniedrigt wer den.When the working speed of the X-ray CT scanner increases, the measuring period t shortens and the voltage V max becomes smaller. Since V max affects the accuracy of the data, the maximum amplitude should be maintained. For this purpose, either the maximum value I imax of the current output signal I i of the X-ray detector must be increased, or the capacitance C of the integration capacitor Csi must be reduced.
Es ist jedoch schwierig, Iimax zu erhöhen, da dieser Wert durch den Wirkungsgrad des Detektors begrenzt ist. Da ande rerseits die Kapazität C durch den Ladungsdurchgriff durch eine Streukapazität CSW des mit den Integrationskondensator Csi verbundenen Schalters beeinflußt ist, verstärkt ein Ver ringern der Kapazität C den vorstehend genannten Einfluß.However, it is difficult to increase I imax because this value is limited by the efficiency of the detector. On the other hand, the capacitance C is influenced by the charge penetration by a stray capacitance C SW of the switch connected to the integration capacitor Csi, a reduction in the capacitance C increases the influence mentioned above.
Dementsprechend nimmt Vmax mit der Abnahme der Meßperiode t ab, und der Dynamikbereich der Ausgangsspannung des Integra tionskondensators nimmt ab. Infolgedessen verringert sich die Genauigkeit der Projektionsdaten.Accordingly, V max decreases with the decrease in the measurement period t, and the dynamic range of the output voltage of the integration capacitor decreases. As a result, the accuracy of the projection data decreases.
Ein Strahlungsdetektor aus einem Szintillator und einer Photo diode ist beispielsweise in DE-A 30 01 131 beschrieben. Bei diesem Detektor ist der Integrationskondensator direkt mit der Photodiode verbunden. Infolgedessen ändert sich die Vorspannung der Photodiode, wenn sich die Ladespannung des Integrationskondensators mit dem Stromausgangssignal der Photodiode im Detektor ändert. Dadurch wird das Detektoraus gangssignal nichtlinear. A radiation detector consisting of a scintillator and a photo diode is described for example in DE-A 30 01 131. With this The detector is the integration capacitor directly connected to the photodiode. As a result, the changes Biasing the photodiode when the charging voltage of the Integration capacitor with the current output signal of the Photodiode in the detector changes. This will turn the detector off output signal non-linear.
Zur Verringerung der obengenannten Probleme wurden bisher bereits Vorverstärker zwischen die Photodiode und den Integrator geschaltet. Beispiele für solche Schaltungen sind in US 46 97 280, Kernenergie 29 (1986) 9, 342-344 und Nuclear Instruments and Methods in Physics Research 226 (1984) 156-162 beschrieben.To reduce the problems mentioned above have been done so far Preamplifier between the photodiode and the integrator switched. Examples of such circuits are in US 46 97 280, Nuclear Energy 29 (1986) 9, 342-344 and Nuclear Instruments and Methods in Physics Research 226 (1984) 156-162.
Da in üblichen Detektoren meist eine große Zahl von Photodioden vorhanden ist, besteht weiterhin ein Bedarf an qualitativ hochwertigen aber dennoch preisgünstigen Verstärkerschaltungen für diesen Zweck.Since usually a large number of photodiodes are used in conventional detectors there is still a need for high quality but still inexpensive amplifier circuits for this purpose.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine preiswerte Strahlungsdetektorvorrichtung anzugeben, bei der keine Veränderung der Vorspannung des Detektors eintritt und die in der Lage ist, Strahlung mit hoher Genauigkeit und Geschwindigkeit zu erfassen.The invention is therefore based on the object of an inexpensive Radiation detector device to specify in which no change the detector's bias occurs and the able is to detect radiation with high accuracy and speed.
Lösungen dieser Aufgabe sind in den beiden nebengeordneten Patentansprüchen 1 und 2 angegeben. Solutions to this task are found in the two subordinate claims 1 and 2 specified.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung weist zum Ermöglichen eines Verringerns der Datenerfassungsperiode t einen Stromverstärker auf, zum Verstärken des Ausgangssignal stroms Ii des Röntgendetektors, um dadurch den Dynamikbereich der Integratorausgangsspannung V (siehe Formel (1)) zu ge währleisten. Daher muß die Kapazität des Integrationskonden sators nicht verringert werden, wodurch keine Zunahme des La dungsdurchgriffs aufgrund eines Schaltelements im Integrator verursacht wird.The device according to the invention has a current amplifier to enable the data acquisition period t to be reduced, to amplify the output signal current I i of the X-ray detector, thereby ensuring the dynamic range of the integrator output voltage V (see formula (1)). Therefore, the capacitance of the integration capacitor does not have to be reduced, thereby causing no increase in charge penetration due to a switching element in the integrator.
Der Stromverstärker besteht aus einem Operationsverstärker, einem Rückkopplungswiderstand, einem Verstärkungswiderstand und einem Transistor in Basisschaltung, so daß der Eingangs anschluß des Stromverstärkers immer virtuell auf konstantem Vorspannungspegel, wie dem einer Spannungsversorgung oder Masse, liegt. Infolgedessen ist der Ausgangsanschluß des De tektors fest vorgespannt, und die Abhängigkeit der Photodiode am Ausgangsanschluß von der Vorspannung kann vernachlässigt werden, und die Linearität der Photodiode wird sichergestellt. Darüber hinaus ist das Problem eines Ausfalls der Photodiode, der auftreten kann, wenn der Ausgangsstrom des Detektor zu nimmt, gelöst.The current amplifier consists of an operational amplifier, a feedback resistor, a gain resistor and a transistor in the base circuit, so that the input connection of the current amplifier always virtually at constant Bias level, such as that of a power supply or Mass, lies. As a result, the De tectors and the dependence of the photodiode at the output terminal from the bias can be neglected and the linearity of the photodiode is ensured. In addition, the problem of photodiode failure, which can occur when the output current of the detector increases takes, solved.
Durch ein Datenerfassungssystem, das eine vorstehend be schriebene Vorrichtung nutzt, und einem Röntgenstrahl-CT-Scanner, der ein Tomogramm eines Objektes auf Grundlage der Daten vom Datenerfassungssystem liefert, wird ein Tomogramm hoher Qualität auf Grundlage der ermittel ten Strahlungsdaten erzielt, die mit hoher Geschwindigkeit und hoher Präzision erfaßt wurden. Die Erfindung wird im fol genden anhand von durch Figuren veranschaulichten Ausfüh rungsbeispielen erläutert. Es zeigen:By a data acquisition system that be a be uses written device, and one X-ray CT scanner that takes a tomogram of an object based on the data from the data acquisition system, will determine a high quality tomogram based on the radiation data achieved at high speed and with high precision. The invention is in fol based on the embodiment illustrated by figures Examples explained. Show it:
Fig. 1 eine Anordnung eines Ausführungsbeispiels eines Datenerfassungssystems, Fig. 1 shows an arrangement of an embodiment of a data acquisition system,
Fig. 2, 3 und 6 Anordnungen jeweils einer Strahlungsermitt lungsschaltung, die eine Komponente des Datenerfassungs systems ist; Fig. 2, 3 and 6 arrangements each of a radiation detection circuit, which is a component of the data acquisition system;
Fig. 4 und 5 Anordnungen von Stromverstärkern; FIGS. 4 and 5 arrangements of power amplifiers;
Fig. 7 eine Anordnung eines Röntgendetektors; FIG. 7 shows an arrangement of an X-ray detector;
Fig. 8 eine Anordnung eines Röntgenstrahl-CT-Scanners; und Fig. 8 shows an arrangement of an X-ray CT scanner; and
Fig. 9 eine Anordnung eines bekannten Datenerfassungs systems. Fig. 9 shows an arrangement of a known data acquisition system.
Fig. 1 zeigt die Anordnung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Datenerfassungssystems. Es sind Mehrkanal- Röntgendetektoren 1-1 bis 1-n vorhanden, die einer Röntgen röhre gegenüberstehen, Stromverstärker 2-1 bis 2-n, die je weils den Mehrkanal-Röntgendetektoren 1-1 bis 1-n zugeordnet sind, Integratoren 3-1 bis 3-n, die jeweils den Mehrkanal- Röntgendetektoren 1-1 bis 1-n zugeordnet sind, ein Multi plexer 4 und ein Ladungs/Spannungs-Konverter 5. Fig. 1 shows the arrangement of an embodiment of a data acquisition system according to the invention. There are multi-channel X-ray detectors 1 - 1 to 1 -n, which face an X-ray tube, current amplifiers 2 - 1 to 2 -n, each of which are assigned to multi-channel X-ray detectors 1 - 1 to 1 -n, integrators 3 - 1 to 3 -n, each assigned to the multi-channel X-ray detectors 1 - 1 to 1 -n, a multiplexer 4 and a charge / voltage converter 5 .
Jeder der Integratoren 3-1 bis 3-n besteht aus einem Schalter S1, der zwischen einem Eingangsanschluß und Masse liegt, einem Schalter S2, der zwischen dem Eingangs- und einem Aus gangsanschluß liegt, und einem Kondensator C, der zwischen dem Ausgangsanschluß und Masse liegt. Der Multiplexer 4 be steht aus n Schaltern S31 bis S3n, deren jeweils einer An schluß mit einem Integratorausgangsanschluß verbunden ist. Die anderen Anschlüsse liegen an einer gemeinsamen Leitung. Der Ladungs/Spannungs-Wandler 5 besteht aus einem Operations verstärker OPA mit einem invertierenden Eingangsanschluß, der mit der Multiplexersammelleitung in Verbindung steht. Sein Ausgangsanschluß ist mit dem Ausgangsanschluß der Schaltung verbunden. Der nichtinvertierende Eingang liegt auf Masse. Zwischen dem invertierenden Eingangsanschluß und dem Aus gangsanschluß liegt eine Parallelschaltung eines Kondensators CH und eines Schalters S5.Each of the integrators 3 - 1 to 3 -n consists of a switch S 1 , which lies between an input terminal and ground, a switch S 2 , which lies between the input and an output terminal, and a capacitor C, which is between the output terminal and mass lies. The multiplexer 4 be consists of n switches S 31 to S 3 n, each of which is connected to an integrator output terminal. The other connections are on a common line. The charge / voltage converter 5 consists of an operational amplifier OPA with an inverting input terminal, which is connected to the multiplexer bus. Its output terminal is connected to the output terminal of the circuit. The non-inverting input is on ground. Between the inverting input terminal and the output terminal, there is a parallel connection of a capacitor C H and a switch S 5 .
Die Stromverstärker 2-1 bis 2-n werden nun unter Bezugnahme auf Fig. 2 erläutert. Der Stromverstärker besteht aus einem Operationsverstärker 20, einem Rückkopplungswiderstand 22 (R1), einem Verstärkungswiderstand 23 (R2) und einem PNP- Transistor 21. Der nichtinvertierende Eingangsanschluß des Operationsverstärkers 20 ist mit einer Spannungsquelle 24 verbunden. Der invertierende Eingangsanschluß des Operations verstärkers ist an den Röntgendetektor 1 und einen Anschluß des Rückkopplungswiderstandes 22 angeschlossen. Der andere Anschluß des Rückkopplungswiderstandes 22 steht mit dem Ver stärkungswiderstand 23 und dem Emitter des PNP-Transistors 21 in Verbindung. Der andere Anschluß des Verstärkungswiderstan des 23 ist mit der Spannungsversorgung 24 verbunden. Die Basis des PNP-Transistors 21 ist an den Ausgangsanschluß des Operationsverstärkers 20 angeschlossen. Das Ausgangssignal vom Stromverstärker wird am Kollektor des PNP-Transistors 21 abgegriffen.The current amplifiers 2 - 1 to 2 -n will now be explained with reference to FIG. 2. The current amplifier consists of an operational amplifier 20 , a feedback resistor 22 (R 1 ), a gain resistor 23 (R 2 ) and a PNP transistor 21 . The non-inverting input terminal of the operational amplifier 20 is connected to a voltage source 24 . The inverting input terminal of the operational amplifier is connected to the X-ray detector 1 and one terminal of the feedback resistor 22 . The other connection of the feedback resistor 22 is connected to the amplification resistor 23 and the emitter of the PNP transistor 21 . The other connection of the amplification resistor 23 is connected to the voltage supply 24 . The base of the PNP transistor 21 is connected to the output terminal of the operational amplifier 20 . The output signal from the current amplifier is tapped at the collector of the PNP transistor 21 .
Die Funktion wird nun erläutert. Der Röntgendetektor 1 ist durch eine Äquivalenzstromquelle 25 ersetzt, die einen Sig nalstrom Ii liefert. Der gesamte Detektorstrom Ii fließt durch den Rückkopplungswiderstand 22 und verursacht an diesem einen Spannungsabfall. (R1xIi) gegen die Spannungsversorgung 24 am Verbindungspunkt zwischen dem Rückkopplungswiderstand 22 und dem Verstärkungswiderstand 23. Abhängig vom Spannungs abfall fließt ein Strom (R1xIi/R2) durch den Verstärkungs widerstand 23. Infolgedessen fließt ein Strom I0′ zum Emitter des PNP-Transistors 21.The function will now be explained. The X-ray detector 1 is replaced by an equivalent current source 25 which supplies a signal current I i . The entire detector current I i flows through the feedback resistor 22 and causes a voltage drop across it. (R 1 xI i ) against the voltage supply 24 at the connection point between the feedback resistor 22 and the amplification resistor 23 . Depending on the voltage drop, a current (R 1 xI i / R 2 ) flows through the gain resistor 23 . As a result, a current I 0 'flows to the emitter of the PNP transistor 21st
I₀′ = (1 + (R1/R2)) · Ii (2)I₀ ′ = (1 + (R 1 / R 2 )) · I i (2)
Das Stromverstärkerausgangssignal I0 ist gegeben durchThe current amplifier output signal I 0 is given by
I₀ = α (1 + (R1/R2)) · Ii (3)I₀ = α (1 + (R 1 / R 2 )) · I i (3)
wobei α der Stromverstärkungsfaktor des PNP-Transistors 21 im Fall einer Basisschaltung ist.where α is the current amplification factor of the PNP transistor 21 in the case of a base circuit.
In jedem der Integratoren 3-1 bis 3-n wird während der Inte grationsperiode der Schalter S1 geöffnet und der Schalter S2 geschlossen, um das Stromverstärkerausgangssignal I0 im Kon densator C zu integrieren. Während der Halteperiode wird der Schalter S1 geschlossen und der Schalter S2 geöffnet, um die Ladung zu halten. Der Multiplexer 4 öffnet und schließt auf einanderfolgend die Schalter S31 bis S3n, um die in den Inte gratoren 3-1 bis 3-n gehaltenen Ladungen in den Ladungs/Span nungs-Wandler 5 zu übertragen. Der Ladungs/Spannungs-Wandler 5 öffnet den Schalter 5 während ein Schalter des Multiplexers 4 schließt, um die in einem Integrator integrierte Ladung zur Spannungswandlung in den Haltekondensator CH zu übertragen. Die Ladung des Haltekondensators CH wird durch Schließen des Schalters S5 entladen, während alle Schalter des Multiplexers 4 offen sind.In each of the integrators 3 - 1 to 3 -n, the switch S 1 is opened and the switch S 2 is closed during the integration period in order to integrate the current amplifier output signal I 0 in the capacitor C. During the hold period, switch S 1 is closed and switch S 2 is opened to hold the charge. The multiplexer 4 opens and closes the switches S 31 to S 3 n in succession in order to transmit the charges held in the integrators 3 - 1 to 3 -n into the charge / voltage converter 5 . The charge / voltage converter 5 opens the switch 5 while a switch of the multiplexer 4 closes in order to transfer the charge integrated in an integrator for voltage conversion into the holding capacitor C H. The charge of the holding capacitor C H is discharged by closing the switch S 5 while all the switches of the multiplexer 4 are open.
Wie oben beschrieben, ist die Beziehung zwischen dem Strom ausgangssignal Ii des Detektors, der Integrationszeitspanne t des Integrators und der Ausgangsspannung V die folgendeAs described above, the relationship between the current output signal I i of the detector, the integration period t of the integrator and the output voltage V is as follows
V = (Ii · t)/C.V = (I i · t) / C.
Wenn die Arbeitsgeschwindigkeit zunimmt und die Integrations periode auf t′ (= t/m) verringert wird, gilt für die Aus gangsspannungWhen the speed of work increases and the integration period is reduced to t ′ (= t / m) applies to the off output voltage
V = (I₀ · t′)/C
= α (1 + (R1/R2)) · Ii · (t/m)/C
= (α/m) (1 + (R1/R2)) · (Ii · t)/C (4)V = (I₀ · t ′) / C
= α (1 + (R 1 / R 2 )) · I i · (t / m) / C
= (α / m) (1 + (R 1 / R 2 )) · (I i · t) / C (4)
wobei I0 der verstärkte Wert von Ii ist. Wenn R1/R2 so ge wählt wird, daß α/m (1 + (R1/R2)) = 1, wird die Ausgangsspan nung Vmax erhalten, ohne daß die Kapazität des Integrations kondensators C geändert wird.where I 0 is the amplified value of I i . If R 1 / R 2 is chosen so that α / m (1 + (R 1 / R 2 )) = 1, the output voltage V max is obtained without the capacitance of the integration capacitor C being changed.
Mit dieser Anordnung wird ein ausreichend großer Dynamikbe reich am Integratorausgang sichergestellt, ohne daß die Kapa zität des Integrationskondensators wegen eines Erhöhens der Arbeitsgeschwindigkeit des Röntgenstrahl-CT-Scanners erhöht werden muß. Dadurch wird ein Erhöhen des Ladungsdurchgriffs aufgrund der mit dem Integrationskondensator verbundenen Streukapazität vermieden. Infolgedessen wird Datenerfassung mit hoher Präzision und Linearität erzielt.With this arrangement, a sufficiently large dynamic range is achieved ensured at the integrator output without the Kapa of the integration capacitor because of an increase in the Working speed of the X-ray CT scanner increased must become. This will increase the charge penetration due to that connected to the integration capacitor Straying capacity avoided. As a result, data collection achieved with high precision and linearity.
Da der Ausgangsanschluß des Röntgendetektors unabhängig vom Ausgangsstrom auf konstanter Vorspannung gehalten wird, bleibt die Linearität des Detektors aufrechterhalten. Durch bloßes Hinzufügen des Operationsverstärkers, der zwei Wider stände und des Transistors werden also schneller Betrieb, hohe Präzision und hohe Linearität erzielt. Beim vorstehend genannten Festkörperdetektor können die Photodiode in der Ausgangsstufe und der Stromverstärker auf einem Wafer erzeugt werden, um mechanisch und elektrisch hervorgerufene Störsig nale zu verringern, die beim bekannten System durch eine Lei tung erzeugt wurden, die die Photodiode mit dem Datenerfas sungssystem verbindet. Die Ein-Chip-Ausführung ist für hohe Präzision wie auch für Kostenerniedrigung von Vorteil.Since the output connection of the X-ray detector is independent of Output current is kept at constant bias, the linearity of the detector is maintained. By mere addition of the operational amplifier, the two cons levels and the transistor will therefore operate faster, high precision and high linearity achieved. With the above called solid state detector can the photodiode in the Output stage and the current amplifier generated on a wafer to cause mechanically and electrically induced interference nale to reduce that in the known system by a lei device were generated that the photodiode with the data acquisition system connects. The one-chip version is for high Precision as well as an advantage for cost reduction.
Ein zweites Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nun anhand von Fig. 3 erläutert. Bei dieser Ausführungsform ist der PNP- Transistor im Stromverstärker gemäß dem vorigen Ausführungs beispiel durch einen P-Kanal-FET 31 ersetzt. Dadurch wird der Einfluß des Nichtlinearitätseffekts im Stromverstärkungs faktor bei geerdeter Basis des bipolaren Transistors beim Be triebsstrom vermieden, was zu weiterer Verbesserung der Ge nauigkeit führt. A second embodiment of the invention will now be explained with reference to FIG. 3. In this embodiment, the PNP transistor in the current amplifier according to the previous embodiment is replaced by a P-channel FET 31 , for example. This avoids the influence of the non-linearity effect in the current amplification factor when the base of the bipolar transistor is grounded at the operating current, which leads to a further improvement in the accuracy.
Ein drittes Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nun anhand der Fig. 4 und 5 näher beschrieben. In Fig. 4 ist eine Vor spannungsquelle 40 (VB) mit dem Operationsverstärker 20 im Stromverstärker des ersten Ausführungsbeispiels verbunden, wobei die Vorspannungsquelle 40 so zwischen der Spannungsver sorgung 24 und dem nichtinvertierenden Eingang liegt, daß der negative Pol mit dem Operationsverstärker verbunden ist. In folgedessen fällt das Potential am Verbindungspunkt zwischen dem Rückkopplungswiderstand 22 und dem Verstärkungswiderstand 23 um VB gegenüber dem Wert von der Spannungsversorgung 24, so daß ein Strom (VB/R2) durch den Verstärkungswiderstand 23 und den PNP-Transistor 21 fließt. Bei der Variante gemäß Fig. 5 ist eine von der Spannungsversorgung 24 versorgte Kon stantstromquelle 50 an den Verbindungspunkt zwischen dem Rückkopplungswiderstand 22 und dem Verstärkungswiderstand 23 angeschlossen, so daß ein konstanter Strom zum PNP-Transistor 21 fließt. Dieser Strom dient als Gleichspannungs-Vorstrom für den PNP-Transistor. Dementsprechend wird selbst bei ge ringem Ausgangsstrom des Detektors bei hohem fT des Transi stors gearbeitet. Dies ist für Hochgeschwindigkeitsbetrieb von Vorteil.A third embodiment of the invention will now be described with reference to FIGS. 4 and 5. In Fig. 4, a before voltage source 40 (V B ) is connected to the operational amplifier 20 in the current amplifier of the first embodiment, the bias source 40 is between the voltage supply 24 and the non-inverting input that the negative pole is connected to the operational amplifier. In result, the potential drops at the connection point between the feedback resistor 22 and gain resistor 23 to V B in relation to the value of the power supply 24, so that a current (V B / R 2) and the PNP transistor 21 flows through the gain resistor 23rd In the variant according to FIG. 5, a constant current source 50 supplied by the voltage supply 24 is connected to the connection point between the feedback resistor 22 and the gain resistor 23 , so that a constant current flows to the PNP transistor 21 . This current serves as a DC bias current for the PNP transistor. Accordingly, even with a low output current of the detector, the transistor is operated at a high f T of the transistor. This is beneficial for high speed operation.
Ein viertes Ausführungsbeispiel wird nun unter Bezugnahme auf Fig. 6 erläutert. Hier erzeugt der Röntgen detektor 1 einen Senkenausgangsstrom. Der Stromverstärker be steht aus einem Operationsverstärker 20, einem Rückkopplungs widerstand 22, einem Verstärkungswiderstand 23 und einem NPN- Transistor 60. Der nichtinvertierende Eingangsanschluß des Operationsverstärkers 20 ist geerdet, während der invertie rende Eingangsanschluß mit dem Detektor und einem Ende des Rückkopplungswiderstandes 22 verbunden ist. Das andere Ende des Rückkopplungswiderstandes 22 ist mit dem Verstärkungs widerstand 23 und dem Emitter des NPN-Transistors 60 verbun den. Das Ausgangssignal des Stromverstärkers wird am Kollek tor des NPN-Transistors 60 abgegriffen und durch einen Inte grator 3 integriert. Dadurch ist die Erfindung auch auf einen Röntgendetektor vom Stromsenkentyp anwendbar, wie eine Xe- Kammer.A fourth embodiment will now be explained with reference to FIG. 6. Here the X-ray detector 1 generates a sink output current. The current amplifier consists of an operational amplifier 20 , a feedback resistor 22 , a gain resistor 23 and an NPN transistor 60 . The non-inverting input terminal of operational amplifier 20 is grounded, while the inverting input terminal is connected to the detector and one end of feedback resistor 22 . The other end of the feedback resistor 22 is connected to the gain resistor 23 and the emitter of the NPN transistor 60 . The output signal of the current amplifier is tapped at the collector of the NPN transistor 60 and integrated by an integrator 3 . As a result, the invention is also applicable to an X-ray detector of the current sink type, such as a Xe chamber.
Der in den Ausführungsbeispielen eins bis vier verwendete Röntgendetektor wird nun unter Bezugnahme auf Fig. 7 näher erläutert, die einen Festkörperdetektor zeigt. Der Festkör perdetektor besteht aus einem Szintillator 82 zum Umwandeln von Röntgenstrahlen 80 in Lichtstrahlen 81 und einer Photo diode 83 zum photoelektrischen Wandeln des vom Szintillator 82 emittierten Lichtes 81. Wenn mehrere Festkörperdetektoren benachbart zueinander angeordnet sind, können Separatoren 84 angeordnet werden, wie erforderlich, um benachbarte Detektoren optisch oder bezüglich der Röntgenstrahlen voneinander zu trennen. Die Photodiode 83 kann eine kristalline oder nichtkristalline Si-Photodiode sein. Wenn die Photodiode eine solche mit PIN- Struktur ist, ist der Ausgangsverluststrom klein und das Sig nal/Rausch-Verhältnis groß.The X-ray detector used in exemplary embodiments one to four will now be explained in more detail with reference to FIG. 7, which shows a solid-state detector. The solid state detector consists of a scintillator 82 for converting X-rays 80 into light beams 81 and a photo diode 83 for photoelectric converting the light 81 emitted by the scintillator 82 . If a plurality of solid state detectors are arranged adjacent to one another, separators 84 can be arranged as required to separate adjacent detectors optically or with respect to the X-rays. The photodiode 83 can be a crystalline or non-crystalline Si photodiode. If the photodiode is one with a PIN structure, the output leakage current is small and the signal to noise ratio is large.
Die Photodiode kann auch aus einem anderen Material, wie z. B. GaAsP bestehen. Wenn das im ersten Ausführungsbeispiel darge stellte Datenerfassungssystem mit einem oben genannten Rönt gendetektor verbunden ist, wird der Ausgangsanschluß des Röntgendetektors unabhängig vom Ausgangsstrom auf konstantem Vorspannungspegel gehalten, und die Linearität des Detektor ausgangssignals wird über einen großen Röntgenstrahl-Ein gangsbereich aufrechterhalten. Ein ähnlicher Effekt wird er zielt, wenn andere Datenerfassungssysteme angeschlossen wer den.The photodiode can also be made of another material, such as. B. GaAsP exist. If that Darge in the first embodiment put data acquisition system with an X-ray mentioned above connected detector, the output terminal of the X-ray detector at a constant regardless of the output current Bias level maintained, and the linearity of the detector output signal is via a large x-ray on maintain the aisle area. It will have a similar effect aims when other data acquisition systems are connected the.
Durch die Anordnung gemäß dem Ausführungsbeispiel wird also ein hochwertiger Strahlungsdetektor erhalten, der als Hoch präzisions-Röntgenstrahl-CT-Scanner verwendet werden kann. The arrangement according to the exemplary embodiment is thus get a high quality radiation detector that is considered high precision x-ray CT scanner can be used.
Abschließend wird unter Bezugnahme auf Fig. 8 ein Röntgen strahl-CT-Scanner erläutert, der das beim ersten Ausführungs beispiel dargestellte Datenerfassungssystem nutzt. Bei diesem Ausführungsbeispiel sind die im Datenerfassungssystem 73 ge mäß dem ersten Ausführungsbeispiel vorhandenen Röntgendetek toren 71 so angeordnet, daß sie einem Objekt P auf der einer Röntgenröhre 70 abgewandten Seite gegenüberstehen. Das Aus gangssignal vom Datenerfassungssystem 73 wird durch einen A/D-Wandler 74 digitalisiert und durch einen Computer 75 ana lysiert, um ein rekonstruiertes Bild auf einer Anzeigeein richtung 76 darzustellen. Beim vorliegenden Ausführungsbei spiel wird, wie in Verbindung mit dem ersten Ausführungs beispiel erläutert, ein Datenerfassungssystem hoher Präzision und hoher Linearität als Datenerfassungssystem 73 verwendet, so daß der Röntgenstrahl-CT-Scanner das Bild mit hoher Ge schwindigkeit und hoher Präzision rekonstruieren kann.Finally, an X-ray CT scanner using the data acquisition system shown in the first embodiment will be explained with reference to FIG. 8. In this embodiment, the X-ray detectors 71 present in the data acquisition system 73 according to the first embodiment are arranged such that they face an object P on the side facing away from an X-ray tube 70 . The output signal from the data acquisition system 73 is digitized by an A / D converter 74 and analyzed by a computer 75 in order to display a reconstructed image on a display device 76 . In the present embodiment, as explained in connection with the first embodiment, a data acquisition system of high precision and high linearity is used as the data acquisition system 73 , so that the X-ray CT scanner can reconstruct the image with high speed and high precision.
Die vorigen Ausführungsbeispiele sind bloße Veranschaulichun gen der Erfindung, die nicht auf diese Ausführungsbeispiele beschränkt ist.The previous embodiments are merely illustrative gene of the invention, not on these embodiments is limited.
Gemäß der Erfindung wird zum Ausgleich verkürzter Datenerfas sungszeit aufgrund des Erhöhens der Arbeitsgeschwindigkeit eines Röntgenstrahl-CT-Scanners ein Stromverstärker zum Da tenerfassungssystem hinzugefügt, um den Ausgangssignalstrom des Röntgendetektors zu erhöhen, wodurch der gewünschte Dyna mikbereich des Ausgangssignals des Integrators gewährleistet ist, ohne daß die Kapazität des Integrationskondensators er niedrigt wird. Dementsprechend wird ein Erhöhen des Ladungs durchgriffs aufgrund der Wirkung eines Schaltelements im In tegrator vermieden, wodurch hohe Genauigkeit erzielt wird. Der Stromverstärker besteht aus einem Operationsverstärker, einem Rückkopplungswiderstand, einem Verstärkungswiderstand und einem Transistor in Basisschaltung. Der Eingangsanschluß des Stromverstärkers wird immer virtuell auf konstantem Vor spannungspegel gehalten wie auf dem einer Spannungsversorgung oder auf Masse, so daß der Ausgangsanschluß des Detektors fest vorgespannt ist und die Abhängigkeit der Vorspannung der Photodiode am Ausgangsanschluß vernachlässigt werden kann, was die Linearität der Photodiode sicherstellt. Darüber hinaus ist das Problem eines Ausfalls der Photodiode gelöst, wie es auftreten kann, wenn der Ausgangsstrom vom Detektor zunimmt.According to the invention, to compensate for shortened data acquisition time due to the increase in working speed an X-ray CT scanner a current amplifier for Da added to the output signal current of the X-ray detector, which increases the desired Dyna Micro range of the output signal of the integrator guaranteed is without the capacitance of the integration capacitor is lowered. Accordingly, increasing the charge penetration due to the action of a switching element in the tegrator avoided, which achieves high accuracy. The current amplifier consists of an operational amplifier, a feedback resistor, a gain resistor and a transistor in the basic circuit. The input port of the current amplifier is always virtually on constant forward voltage level maintained as on that of a power supply or to ground so that the output terminal of the detector is firmly biased and the dependence of the bias of the Photodiode at the output connector can be neglected, which ensures the linearity of the photodiode. About that the problem of photodiode failure is solved, how it can occur when the output current from the detector increases.
Claims (7)
einem Strahlungsdetektor (1-1 bis 1-n) zum Erzeugen eines Stromausgangssignals auf ein Strahlungssignal hin;
einem an den Ausgang des Strahlungsdetektors (1-1 bis 1-n) angeschlossenen Stromverstärker (2-1 bis 2-n), der einen Operationsverstärker (20) aufweist, und
einem Integrator (3-1 bis 3-n) zum Integrieren des von dem Stromverstärker (2-1 bis 2-n) ausgegebenen, verstärkten Stromsignals über eine vorgegebene Zeitspanne,
dadurch gekennzeichnet
daß der nicht invertierende Eingangsanschluß des Operationsverstärkers (20) mit einer Spannungsversorgung (24, 40) und der invertierende Eingangsanschluß mit dem Strahlungsdetektor (1-1 bis 1-n) verbunden sind, und
daß ein PNP-Transistor (21), dessen Basis mit dem Ausgangsanschluß des Operationsverstärkers und dessen Kollektor mit dem Integrator verbunden sind, ein Rückkopplungswiderstand (22), der zwischen den Emitter des PNP-Transistors und den invertierenden Eingangsanschluß des Operationsverstärkers geschaltet ist, und ein Verstärkungswiderstand (23), der mit dem Emitter des PNP-Transistors und der Spannungsversorgung verbunden ist, vorgesehen sind. 1. radiation detector device comprising:
a radiation detector ( 1 - 1 to 1 -n) for generating a current output signal in response to a radiation signal;
a current amplifier ( 2 - 1 to 2 -n) connected to the output of the radiation detector ( 1 - 1 to 1 -n) and having an operational amplifier ( 20 ), and
an integrator ( 3 - 1 to 3 -n) for integrating the amplified current signal output by the current amplifier ( 2 - 1 to 2 -n) over a predetermined period of time,
characterized
that the non-inverting input connection of the operational amplifier ( 20 ) is connected to a voltage supply ( 24, 40 ) and the inverting input connection is connected to the radiation detector ( 1 - 1 to 1 -n), and
that a PNP transistor ( 21 ), the base of which is connected to the output terminal of the operational amplifier and the collector of which is connected to the integrator, a feedback resistor ( 22 ) connected between the emitter of the PNP transistor and the inverting input terminal of the operational amplifier, and a Gain resistor ( 23 ), which is connected to the emitter of the PNP transistor and the voltage supply, are provided.
einem Strahlungsdetektor (1-1 bis 1-n) zum Erzeugen eines Stromausgangssignals auf ein Strahlungssignal hin,
einem an den Ausgang des Strahlungsdetektors (1-1 bis 1-n) angeschlossenen Stromverstärker (1-1 bis 2-n), der einen Operationsverstärker (20) aufweist, und
einem Integrator (3-1 bis 3-n) zum Integrieren des von dem Stromverstärker (2-1 bis 2-n) ausgegebenen, verstärkten Stromsignals über eine vorgegebene Zeitspanne,
dadurch gekennzeichnet,
daß der nicht invertierende Eingangsanschluß des Operationsverstärkers (20) mit einer Spannungsversorgung (24, 40) und der invertierende Eingangsanschluß mit dem Strahlungsdetektor (1-1 bis 1-n) verbunden sind, und
daß ein P-Kanal-FET (31), dessen Gate-Elektrode mit dem Ausgangsanschluß des Operationsverstärkers und dessen Drain-Elektrode mit dem Integrator verbunden sind, ein Rückkopplungswiderstand (22), der zwischen die Source-Elektrode des P-Kanal-FET und den invertierenden Eingangsanschluß des Operationsverstärkers geschaltet ist, und ein Verstärkungswiderstand (23), der zwischen die Source-Elektrode des P-Kanal-FET und die Spannungsversorgung geschaltet ist, vorgesehen sind.2. Radiation detector device with:
a radiation detector ( 1 - 1 to 1 -n) for generating a current output signal in response to a radiation signal,
a current amplifier ( 1 - 1 to 2 -n) connected to the output of the radiation detector ( 1 - 1 to 1 -n) and having an operational amplifier ( 20 ), and
an integrator ( 3 - 1 to 3 -n) for integrating the amplified current signal output by the current amplifier ( 2 - 1 to 2 -n) over a predetermined period of time,
characterized,
that the non-inverting input connection of the operational amplifier ( 20 ) is connected to a voltage supply ( 24, 40 ) and the inverting input connection is connected to the radiation detector ( 1 - 1 to 1 -n), and
that a P-channel FET ( 31 ), the gate electrode of which is connected to the output terminal of the operational amplifier and the drain electrode of which is connected to the integrator, a feedback resistor ( 22 ) connected between the source electrode of the P-channel FET and the inverting input terminal of the operational amplifier is connected, and an amplification resistor ( 23 ) which is connected between the source electrode of the P-channel FET and the voltage supply are provided.
einer Einrichtung (4, 5) zum aufeinanderfolgenden Anwählen der von den Integratoren der Vielzahl von Strahlungsdetektorvorrichtungen jeweils erfaßten Ladungsinformation, um die Ladungsinformationen aufeinanderfolgend in Spannungen zu wandeln und um aufeinanderfolgende Daten zu erzeugen, die die Ausgangssignale der Vielzahl von Strahlungsdetektorvorrichtungen darstellen.7. Use of a plurality of radiation detector devices according to one of claims 1 to 6 in a data acquisition system
means ( 4, 5 ) for sequentially selecting the charge information detected by the integrators of the plurality of radiation detector devices, respectively, to convert the charge information into voltages sequentially, and to generate successive data representing the output signals of the plurality of radiation detector devices.
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|---|---|---|---|---|
| US5198673A (en) * | 1992-01-23 | 1993-03-30 | General Electric Company | Radiation image detector with optical gain selenium photosensors |
| US5510623A (en) * | 1995-02-24 | 1996-04-23 | Loral Fairchild Corp. | Center readout intra-oral image sensor |
| US5693948A (en) * | 1995-11-21 | 1997-12-02 | Loral Fairchild Corporation | Advanced CCD-based x-ray image sensor system |
| US6416960B1 (en) | 1996-08-08 | 2002-07-09 | Prolume, Ltd. | Detection and visualization of neoplastic tissues and other tissues |
| US6458547B1 (en) | 1996-12-12 | 2002-10-01 | Prolume, Ltd. | Apparatus and method for detecting and identifying infectious agents |
| EP0898421A3 (en) * | 1997-08-19 | 2001-12-05 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Electrostatic recording member, electrostatic latent image recording apparatus, and electrostatic latent image read-out apparatus |
| US6163029A (en) * | 1997-09-22 | 2000-12-19 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radiation detector, radiation detecting method and X-ray diagnosing apparatus with same radiation detector |
| US6091280A (en) * | 1998-04-21 | 2000-07-18 | Texas Instruments Incorporated | CMOS image sensor based on four transistor photocell |
| JP2000088645A (en) * | 1998-09-16 | 2000-03-31 | Hamamatsu Photonics Kk | Integral photodetector |
| NL1019287C1 (en) * | 2000-11-08 | 2002-01-23 | Koninkl Philips Electronics Nv | X-ray analyzer with a solid-state position-sensitive X-ray detector. |
| JP3947376B2 (en) * | 2001-09-25 | 2007-07-18 | 株式会社日立メディコ | X-ray CT system |
| US8243876B2 (en) | 2003-04-25 | 2012-08-14 | Rapiscan Systems, Inc. | X-ray scanners |
| JP2005286477A (en) * | 2004-03-29 | 2005-10-13 | Renesas Technology Corp | Data slicer |
| US7498585B2 (en) * | 2006-04-06 | 2009-03-03 | Battelle Memorial Institute | Method and apparatus for simultaneous detection and measurement of charged particles at one or more levels of particle flux for analysis of same |
| WO2006072847A1 (en) * | 2005-01-06 | 2006-07-13 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Pixel implemented current to frequency converter |
| WO2006072848A1 (en) * | 2005-01-06 | 2006-07-13 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Pixel implemented current amplifier |
| JP2008145245A (en) * | 2006-12-08 | 2008-06-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | X-ray detector and x-ray ct system |
| US8653471B2 (en) | 2009-03-26 | 2014-02-18 | Koninklijke Philips N. V. | Spectral imaging |
| US7884662B1 (en) * | 2009-09-17 | 2011-02-08 | Himax Technologies Limited | Multi-channel integrator |
| EP2544025A1 (en) * | 2011-07-07 | 2013-01-09 | FEI Company | Silicon Drift Detector for use in a charged particle apparatus |
| JP6653997B2 (en) | 2014-05-09 | 2020-02-26 | 株式会社半導体エネルギー研究所 | Display correction circuit and display device |
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| CN109602438A (en) * | 2018-12-12 | 2019-04-12 | 彭浩 | The whole body PET data acquisition method and system of high reusing degree |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1583868A (en) * | 1976-08-28 | 1981-02-04 | Emi Ltd | Radiography |
| US4278889A (en) * | 1979-10-15 | 1981-07-14 | Ohio Nuclear, Inc. | Current amplifier with automatic drift correction for tomographic scanners |
| DE3001131A1 (en) * | 1980-01-14 | 1981-07-16 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Low-noise X=ray radiation detector circuit for computer tomography - switches integrator capacitor voltage at end of integration period |
| US4697280A (en) * | 1984-09-06 | 1987-09-29 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Method and apparatus for the measurement of X-ray sources |
| JPS61263441A (en) * | 1985-05-17 | 1986-11-21 | 株式会社東芝 | Data collection apparatus |
| FR2628217B1 (en) * | 1988-03-07 | 1990-07-27 | Sgs Thomson Microelectronics | CURRENT MEASUREMENT CIRCUIT |
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